生体組織評価のための実時間せん断波映像法

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平成２７年度修士論文

生体組織評価のための実時間せん断波映像法

指導教員山越芳樹教授

群馬大学大学院理工学府

理工学専攻

電子情報・数理教育プログラム

笠原世裕

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1 生体組織評価のための実時間せん断波映像法目次第１章序論 P.2 第２章せん断波計測について P.3 2-1 せん断波とは 2-2 生体内組織における低周波振動の伝搬 2-3 せん断波計測で期待されるパラメータと臨床的有用性第３章カラードプラせん断波映像法（CD-SWI 法）について P.7 3-1 超音波パルスドプラ法による組織内振動伝搬計測 3-2 カラーフロー映像系（CFI）の流速推定アルゴリズム 3-3 CFI の流速推定アルゴリズムによるせん断波波面検出 3-4 定量的なせん断波画像の構成法 3-5 CD-SWI 法における波数ベクトルフィルタリング第４章カラードプラせん断波映像法の実験系と特徴 P.22 4-1 実験系の構成 4-2 従来法と比較した特徴第５章ファントムを用いた提案手法の評価 P.27 5-1 寒天ファントムの概要 5-2 寒天ファントムによる映像化実験と定量性の評価 5-3 乳腺模擬ファントムを用いた分解能の評価第６章整形外科領域への適用 P.36 6-1 整形外科領域での計測で求められるもの 6-2 僧帽筋での映像化実験 6-3 僧帽筋での再現性の評価第７章乳腺組織への適用 P.42 7-1 乳腺診断で求められるもの 7-2 乳腺での映像化実験 7-3 悪性腫瘍模擬寒天ファントムを用いた弾性計測実験第８章結論 P.48 8-1 結論 8-2 今後の課題謝辞・参考文献 P.50

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第１章序論

近年、日本のがん死亡率は増加し、1981 年以降には脳卒中と入れ替わって死亡原因の第一位となっている。日本におけるがん死亡数の増加の主な原因は、人口構成の高齢化、高齢者人口の増加であるといわれており、今後もますます増加すると考えられる。がんの中でも特に女性では乳がん、男性では前立腺がんなどの生体表面のがんによる死亡率が増加傾向であることから、生体表面のがんの定量的な診断が求められている。しかし、現在、乳がん検査として用いられるマンモグラフィは、X 線を用いるため、X 線による被ばくなど安全面での問題が懸念されている。また、得られる画像の読影が難しく正確な読影は医師や検査技師の経験に頼る部分が大きいため、誤って診断されるケースも多くある。そのため、安全かつ定量的ながんの診断法を確立するために数々の研究がなされており、なかでも、正常な組織に比べてがん組織が固いという特徴を利用した組織弾性計測が近年注目を集めている。生体組織などの比較的柔らかい物体の表面から周波数 1[kHz]程度までの低周波振動を加えると、その放射エネルギーの大部分は生体中を横波として伝搬し、その伝搬速度や減衰係数は、せん断波（ずり弾性波）などのずれ粘弾性パラメータと関連があることが知られている。また、生体組織のずり粘弾性特性は、組織を触った時の硬さや感触と密接に関係している。そのため、生体組織について低周波振動の伝搬速度や減衰などが測定できれば、画像などの視覚的な診断に頼ることなく、疾病の進行度の定量的な評価や早期発見が期待でき、これらは組織の特性化のために有用である。しかし、生体組織の機械的構造は非常に複雑であり、組織境界等で反射や屈折が生じるため、これらが時として測定精度に影響を与えてしまい、肝臓などの比較的一様な組織でしか伝搬速度を精度良く測定できないという問題があるのが現状である。そのため、非一様かつ複雑な境界面を持つ組織においても、精度よく組織内部の粘弾性を測定できるシステムが求められている。さらに臨床においては測定結果の明快かつ信頼たる画像化が求められている。特に本研究においては生体内せん断波の映像化として汎用超音波装置のカラーフロー像を利用したせん断波波面映像法（CD SWI 法）を用いて測定を行いその評価を行った。

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3

第

2 章せん断波計測について

本章ではせん断波の特徴と工学的な研究課題、生体軟組織内部における低周波振動の伝搬について示す。さらにせん断波計測により期待される臨床意義や目的について示す。 2-1 せん断波とはここでは、せん断波の特徴とそこから考えられる工学的な課題について示す。せん断波の特徴１．波長・波長は数ミリメートルであるため、高分解能測定が求められている。２．振幅・振幅は数十ミクロン以下であり、高精度超音波計測技術が求められている。３．周波数・主にせん断波の減衰により制限され、現在利用できるのは100[Hz]~数[kHz]である。工学的な研究課題１．せん断波の波動としての性質伝播方向が一様でなく多重反射や回折、減衰の問題がある。２．せん断波の励起方法振幅を得ようとすると加振器のサイズが大きく重くなる。また、効率の問題もあり加振器の発熱の問題がある３．パラメータ推定法、その物理、臨床的意味づけ

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4 2-2 生体内部の組織における低周波振動の伝搬生体組織の粘弾性パラメータと低周波振動の伝搬速度および減衰の関係について以下に示す。外部から媒質に振動を伝えると、その振動は一般的に縦波・横波として伝搬する。生体のような粘弾性媒質中では、Hooke の法則が成り立つ Voigt モデルと仮定することにより、この縦波・横波の伝搬速度および減衰係数は次式で与えられる。 ① 縦波伝搬速度：

𝑣

𝑙

=

𝜔𝑣 𝑅𝑒[𝑔] (2-2-1) 減衰係数：

𝛼

𝑙

= −𝐼𝑚[𝑔]

(2-2-2) ただし、

g = {

𝜌𝜔𝑣2 (2𝜇+λ)

}

1 2

(2-2-3) ② 横波伝搬速度：

𝑣

𝑡

=

𝜔𝑣 𝑅𝑒[ℎ]

(2-2-4) 減衰係数：

𝛼

_𝑡

= −𝐼𝑚[ℎ]

(2-2-5) ただし、

ℎ = {

𝜌𝜔𝑣2 𝜇

}

1 2

(2-2-3) 𝜇 = 𝜇1+ jω𝑣𝜇2 𝜆 = 𝜆1+ 𝑗𝜔𝑣𝜆2 𝜇1 ∶ せん断弾性係数 𝜆1 ∶ 体積弾性係数 𝜇2 : せん断弾性係数 𝜆2 ∶ 体積弾性係数 ρ ∶ 密度 ω𝑣 : 振動周波数 𝑅𝑒[]、𝐼𝑚[]：[]内の複素数の実数部、虚数部また、これら縦波や横波の他に生体の表面付近では表面波が存在するが、この伝搬速度はほぼ横波の伝搬速度に等しいことが知られている。上記の波動の中で、縦波は圧縮性の波であり、媒質を圧縮することにより伝搬する。一方、横波は非圧縮性の波であり、媒質を等体積のまま、横方向に挟み切るように変形させながら伝搬していくため、せん断波とも呼ばれている。ここで、周波数が1[kHz]程度以下の低周波振動であると、外部から与えられた振動のエネルギーはそのほとんどが横波に変換されると考えられる。ここで、(2-2-4)式、(2-2-5)式で与えられる横波の伝搬速度と減衰係数を、粘弾性パラメー

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5 タを用いて書くと、

𝑣

_𝑡

_{= √}

2(𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22) ρ(𝜇1+√𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22)

(2-2-7)

𝛼

_𝑡

= √

𝜌𝜔𝑣 2_(𝜇 1+√𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22) 2(𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22)

(2-2-8) となる。したがって、もし、媒質の弾性が粘性にまさり、𝜇1≫ ω𝑣𝜇1の関係が成り立つときには、

𝑣

𝑡1

≅ √

𝜇1 𝜌 (2-2-9) 𝛼𝑡1≅ 0 (2-2-10) となり、伝搬速度は、単にせん断弾性係数と媒質の密度のみの関数となる。このとき、𝜇1 が大きいということは、媒質が硬いということであり、硬い媒質ほど伝搬速度は速くなる。一方、媒質の粘性が弾性にまさり𝜇1≪ ω𝑣𝜇1の関係が成り立つときには、

𝑣

_𝑡2

≅ √

2𝜔𝑣𝜇2 𝜌 (2-2-11) 𝛼𝑡2≅ √ 𝜌𝜔_𝑣 2𝜇₂ (2-2-12) となり、𝑣𝑡2・𝛼𝑡2とも粘性係数と密度の関数になり、この場合𝑣𝑡2・𝛼𝑡2の周波数依存性（分散性）が現れてくる。 Fig.2-2-1 に弾性体と粘弾性体の周波数別伝搬速度を示す。 Fig.2-2-1 弾性体と粘弾性体の周波数別伝搬速度 Fig. 2-2-1 弾性体と粘弾性体の周波数別伝搬速度 0 1 2 3 4 5 6 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 伝搬速度 [m /s ec ] 加振周波数[Hz] 弾性率 2.26kPa,粘性率2.38Pa・s 弾性のみの場合（2.26kPa）

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6 2-3 せん断波計測で期待されるパラメータと臨床的有用性せん断波の伝搬速度は、臨床的な有用性が明らかにされているが、せん断波計測によって得られる情報としては、この他にもFig.2-3-1 に示すような情報も得られると考えられる。その中で、今回伝搬速度の非線形について着目した。測定量物理パラメータ臨床意義計測時の問題点伝搬速度せん断弾性係数組織の硬さ多重反射、減衰減衰係数粘性係数粘性評価多重反射、屈折、反射伝搬速度の周波数依存性粘性評価、測定の定量性向上多重反射、減衰、空間分解能共振現象せん断弾性係数組織のボリュームの大きさ減衰、空間分解能非線形性初期応力、媒質の非線形性組織非線形性評価振動振幅の減衰異方性伝搬速度の方向性繊維方向、繊維化三次元伝搬方向 Fig.2-3-1 せん断弾性波によって得られる情報

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7

第

3 章カラードプラせん断波映像法（CD-SWI 法）について

3-1 超音波パルスドプラ法による組織内振動伝搬計測組織内振動伝搬計測は、組織表面から振動を印加することで組織内に振動を励起させ、内部を伝搬する振動を超音波で計測するものである。これは，組織内部を多数の超音波散乱体と考えると、組織内部に超音波を送波し、超音波散乱体から反射してくる超音波がドップラー効果によって周波数変調を受けていることに着目したものである。したがって、超音波散乱体から反射した超音波を直交検波することで得られるドップラー信号から組織内部を伝搬する振動を推定することができる。今、Fig.3-1-1 に示すような超音波トランスデューサに近づく方向に、周波数𝑓𝑏、速度v(𝑡) で振動する超音波散乱に対して超音波パルスを送波する場合を考える。 Fig.3-1-1 計測モデル散乱体の運動ξ(𝑡)は次式で表すことができる。

ξ(𝑡) = 𝜉

0

𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

𝑏

𝑡 + 𝜙

𝑏

)

(3-1-1) ただし 𝜉0：振動振幅

𝜙

_𝑏：初期位相この時、超音波散乱体に反射した超音波の周波数 𝑓 は

𝑓 =

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐

𝑓

0 (3-1-2) 𝑓0：超音波の中心周波数 𝑐 ：音速この反射波が超音波トランスデューサで受信されるときの周波数𝑓′_は

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8

𝑓

′

=

𝑐 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

(3-1-3) (3-1-2)式、(3-1-3)式より

𝑓

′

=

𝑐 𝑐−𝑣(𝑡)

×

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐

𝑓

0

=

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

0

(3-1-4) したがって，超音波のドプラ周波数シフト∆𝑓は

∆𝑓 = 𝑓

′

− 𝑓

₀

=

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

0

− 𝑓

0

=

2𝑣(𝑡) 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

0

(3-1-5) となる。超音波ドプラ法で組織内の速度を観測する場合、組織内での音速は約1500[m/sec]であり、それと比較して観測しようとする組織内の速度は1~10 数[m/sec]と微小であるので、 c ≫ v(𝑡)となり、(3-1-5)式は次式のように近似することができる。

∆𝑓 ≅

2𝑣(𝑡) 𝑐

𝑓

0 (3-1-6) この時、超音波の位相変化∆𝜙は

∆𝜙 = 2π ∫(∆𝑓)𝑑𝑡

=

4𝜋𝑓0 𝑐

∫ 𝑣(𝑡)𝑑𝑡

=

4𝜋𝑓0 𝑐

𝜉(𝑡)

(3-1-7) となるので、この散乱体からの受信信号𝑟(𝑡)は

𝑟(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

₀

𝑡 + ∆𝜙 − 2𝑘

_𝑢

𝑍)

= 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 (2π𝑓

₀

𝑡 +

4𝜋𝑓0 𝑐

𝜉(𝑡) − 2𝑘

𝑢

𝑍)

= 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓

₀

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡) 𝑐

) − 2𝑘

𝑢

𝑍}

(3-1-8) ただし、 𝐴(𝑡)：振幅 𝑘𝑢 ：超音波パルスの波数 𝑍 ：トランスデューサ，散乱体間の距離となる。よって超音波パルス間で微小変位𝜉(∆𝑡)による位相ずれが生じる。次にRF 信号に、位相が互いに 90 度異なる超音波周波数成分を畳み込み積分し低域通過フィルターをかけ、QI 信号を得る。

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9 (ⅰ) I 信号 RF 信号にキャリア信号を乗算すると

𝐼

′

_{(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓}

0

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡) 𝑐

) − 2𝑘

𝑢

𝑍} 𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

0

)

= 𝐴(𝑡) 2 {𝑐𝑜𝑠 (4π𝑓0𝑡 + 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍) − 𝑐𝑜𝑠 ( 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍)}

(3-1-9) となる。ここで2ω0付近の信号を低域通過フィルターで除くと、

𝐼(𝑡) =

𝐴(𝑡) 2

𝑐𝑜𝑠 (

4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐

− 2𝑘

𝑢

𝑍)

(3-1-10) となりI 信号を得る。 (ⅱ) Q信号 (ⅰ)と 90 度異なるキャリア信号を乗算すると

𝑄

′

(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓

0

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡) 𝑐

) − 2𝑘

𝑢

𝑍} 𝑐𝑜𝑠(2π𝑓

0

)

= 𝐴(𝑡) 2 {𝑠𝑖𝑛 (4π𝑓0𝑡 + 4π𝑓₀𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍) − 𝑠𝑖𝑛 ( 4π𝑓₀𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍)} (3-1-11) となる。(ⅰ)と同様に低域通過フィルターを用いると

𝑄(𝑡) =

𝐴(𝑡) 2

𝑠𝑖𝑛 (

4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐

− 2𝑘

𝑢

𝑍)

(3-1-11) となり、Q 信号を得る。

(11)

10 3-2 カラーフロー映像系(CFI）の流速推定アルゴリズムいま、超音波パルスを同一方向にN パルス送波すると、i 番目の超音波パルスに対する受信超音波の位相𝜙𝑖は、 𝜙𝑖= 𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡 (3-2-1) ここで 𝜙0: 初期位相 𝑓0: 超音波の中心周波数 𝑐: 音速 𝑣: 流速 Δ𝑡: 超音波パルス間の時間間隔 (3-2-1)式より、i 番目の受信 RF 信号𝑟𝑖は、 𝑟𝑖= 𝑟0 sin (2𝜋 𝑓0 𝑡 + 𝜙𝑖) = 𝑟0 sin (2𝜋 𝑓0 𝑡 + 𝜙0 + 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-2) この受信RF 信号を直交検波器で直交検波すると、その複素直交検波出力𝑄⃗ 𝑖、および𝑄⃗ 𝑖の実部信号および虚部信号であるIn phase 信号𝐼𝑖と、Quadrature 信号𝑄𝑖は、 Q⃗⃗ _𝑖_{= 𝐼}_𝑖_{+ 𝑗𝑄}_𝑖 𝐼𝑖 = 𝑎 cos (𝜙0+ 2𝜋𝑓₀ 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-3) 𝑄𝑖= 𝑎 sin (𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-3)式は、(3-2-4)式のように書くこともできる。 Q⃗⃗ 𝑖 = 𝑎 𝑒𝑥𝑝( 𝑗(𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡)) (3-2-4) ここで、第i 番目の超音波パルスの位相と、第 i+1 番目の超音波パルスの位相の差Δ𝜙𝑖を考える。これは、 Δ𝜙𝑖= 𝑎𝑟𝑔 (Q⃗⃗ 𝑖+1Q⃗⃗ 𝑖 ∗ )

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11 (3-2-5) と推定できるので、(4)式を代入すると、 Δ𝜙𝑖= 𝑎𝑟𝑔 ( 𝑎2 𝑒𝑥𝑝( 𝑗 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 Δ𝑡)) = 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 Δ𝑡 (3-2-6) よって流速𝑣は、次式で求められる。

𝑣 =

𝑐 2𝜋𝑓0∙2Δ𝑡

Δ𝜙

𝑖

=

𝑎𝑟𝑔 (Q

⃗⃗

_𝑖+1

_Q

⃗⃗

_𝑖∗

₎

(3-2-7) (3-2-7)式のカッコ内は、IQ 信号を使うと、 Q⃗⃗ _𝑖+1_Q⃗⃗ _𝑖∗_{= (𝐼}_𝑖+1_{+ 𝑗𝑄}_𝑖+1_{) (𝐼}_𝑖_{+ 𝑗𝑄}_𝑖₎∗ = (𝐼𝑖+1+ 𝑗𝑄𝑖+1) (𝐼𝑖− 𝑗𝑄𝑖) = 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+ 𝑄𝑖+1𝑄𝑖+ 𝑗(𝐼𝑖𝑄𝑖+1− 𝐼𝑖+1𝑄𝑖) (3-2-8) と書けることより、流速の推定式として

𝑣 =

𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛 (

𝐼𝑖𝑄𝑖+1−𝐼𝑖+1𝑄𝑖 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+𝑄𝑖+1𝑄𝑖

)

(3-2-9) CFI では、S/N を向上させるために、連続した超音波 N パルスから得た直交検波出力信号を用いて以下の式で流速を推定している。

𝑣 =

𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛 (

𝐸𝑈 𝐸𝐿

)

(3-2-10) 𝐸𝑈= ∑𝑁𝑖=1𝐼𝑖𝑄𝑖+1− 𝐼𝑖+1𝑄𝑖 𝐸𝐿= ∑ 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+ 𝑄𝑖+1𝑄𝑖 𝑁 𝑖=1

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12 3-3 CFI の流速推定アルゴリズムによるせん断波の波面検出いま、CFI の流速推定アルゴリズムをせん断波により反射体が正弦的に振動している場合に適用する。せん断波が伝搬して組織が正弦的に変動すると、組織変位𝜉は次式のように表すことができる。

𝜉 = 𝜉

₀

sin (𝜔

_𝑏

𝑡 + 𝜙

₀

)

(3-3-1) 𝜔𝑏 : 振動角周波数 𝜙0 : 初期位相このとき、i 番目の受信超音波パルスの位相𝜙𝑖は、

𝜙

_𝑖

= 𝜙

₀

+

2𝜋𝑓0 𝑐

2𝜉

(3-3-2) 直交検波器の出力は、(3-2-3)式と同様に 𝐼𝑖 = 𝑎 cos (𝜙0+ 2𝜋𝑓₀ 𝑐 2𝜉) (3-3-3) 𝑄𝑖= 𝑎 sin (𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝜉) となる。ここでずり弾性波の角周波数に対して、下記の条件(周波数条件)が成り立つ場合を考える。

𝜔

𝑏

=

2𝜋 4Δ𝑡

(3-3-4) つまり、せん断波の周波数であらわすと、 𝑓𝑏= 1 4Δ𝑡 (3-3-5) さらに、振動の初期位相として 𝜙0= 0 (3-3-6)

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13 が満たされるとする。上記条件（(3-3-5)式および(3-3-6)式）は、せん断波の伝搬による組織の変位振動の周期が超音波の４パルスに等しく、かつ初期位相が 0 の条件であり、これを変位振幅として図に表すとFig.3-3-1 にようになる。 Fig.3-3-1 仮定した変位振幅 Fig.3-3-1 と同じ振動振幅は、せん断波の振動周波数が高く、エイリアジングにより低い周波数に折り返す場合にも生じるが、この時の振動周波数は、ｍを整数として、

𝑓

𝑏

=

1 2

(𝑚 +

1 2

)

1 Δ𝑡 (3-3-7) として表される。このため、以下の議論は、(3-3-7)式が成り立つ場合にも成立するので、ずり弾性波の周波数として(3-3-7)式が成り立てばよい（CFI でせん断波を映像化するときの周波数条件）。この時、変位𝜉は 𝜉 = 𝜉0 sin (2𝜋 𝑓𝑏 𝑖 Δ𝑡) (3-3-8) と表される。この時、直交検波器の出力信号であるI,Q 信号は、 𝐼𝑖 = 𝑎 cos ( 4𝜋𝑓0 𝑐 𝜉) 𝑄𝑖= 𝑎 sin ( 4𝜋𝑓0 𝑐 𝜉) (3-3-9)

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14 となる。ここで、i=0,1,2,3 について、直交検波器の出力を求めてみると、 i = 0の場合 {𝐼𝑖 = 𝑎 𝑄𝑖= 0 (3-3-10) i = 1の場合 𝐼𝑖= 𝑎 cos ( 4𝜋𝑓0 𝑐 𝜉0) (3-3-11) ただしλを超音波の波長とすると、 ① 0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 の場合 { 𝐼𝑖 ≥ 0 𝑄𝑖≥ 0 (3-3-12) ② 𝜆₈ ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 の場合 { 𝐼𝑖 ≤ 0 𝑄𝑖≥ 0 i = 2の場合 {𝐼𝑖 = 𝑎 𝑄𝑖= 0 (3-3-13) i = 3 の場合 𝐼𝑖= 𝑎 cos ( 4𝜋𝑓0 𝑐 𝜉0) (3-3-14) ただし、 ① 0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 の場合 { 𝐼𝑖 ≥ 0 𝑄𝑖≤ 0 (3-3-15) ② 𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 の場合 { 𝐼𝑖 ≤ 0 𝑄𝑖≤ 0 となる。 (3-3-11)-(3-3-15)式の関係をベクトル図であらわすと ① 0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 の場合 Fig.3-3-2 に示すように、すべてのベクトルは第一象限と第四象限にある。

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15 Fig.3-3-2 𝟎 ≤ 𝝃𝟎≤ 𝝀 𝟖 での直交検波器の出力信号 ③ 𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 の場合ｉ=1 とｉ=3 の時のベクトルは第二象限と第三象限にある。 Fig.3-3-3 𝝀_𝟖 ≤ 𝝃𝟎≤ 𝟑𝝀 𝟖 での直交検波器の出力信号

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16 これらをTab.3-3-1 にまとめる。 Tab.3-3-1 直交検波器の出力信号 𝑖 𝐼𝑖 𝑄𝑖 0 𝑎 0 1 𝐼𝑎 * 𝑄𝑎 (正) 2 𝑎 0 3 𝐼𝑎 * −𝑄𝑎 (負) * 0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 のとき𝐼𝑎 ≥ 0、 𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 のとき𝐼𝑎≤ 0 次に、このIQ 信号のパターンに対して、CFI による速度推定値を求めてみる。まず(3-2-10)式で示される、流速導出アルゴリズムは次の 2 つの基本演算からなる。 Fig.3-3-4 流速導出の基本演算

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17 ここで超音波パルスの送受信数 N=11 の場合に、CFI による流速導出アルゴリズムを図式化すると Fig.3-3-5 CFI における流速導出アルゴリズム (3-3-4),(3-3-6)式の 2 つの条件がともに満たされているとき、CFI における流速推定は Fig.3-3-6 のようになる。

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18 Fig.3-3-7 CFI における流速導出アルゴリズムを使ったせん断波の波面再生ここで、 {0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 のとき 𝐸𝐿≥ 0 𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 のとき 𝐸𝐿 ≤ 0 となるが、ともにEU=0 であるので、実軸を EL、虚軸をEUとするベクトルは、ELが正の場合は実軸上の正の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は0 になる。一方、ELが負の場合は実軸上の負の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は正の最大値、または負の最大値（ナイキスト周波数で決まる最大の流速値）になる。つまり、 ① ELが正になる条件（せん断波による振動振幅が0 ≤ 𝜉₀≤𝜆 8 の場合）流速0 になる。 ② ELが負になる条件（せん断波による振動振幅が𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8の場合）振動振幅の位相が 0 度、および 180 度になる位置にＣＦＩ画像には流速最大の部分が現れる。この条件は、せん断波の振幅により、せん断波による振動位相が０または 180 度の時に、特異なパターンがCFI 画像に現れることを示しており、これを振幅条件と呼ぶ。

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19 せん断波が組織中を伝搬しているとき、CFI 画像の中から上記に示したような特徴ある部分を抽出することにより、せん断波の位相（0 度または 180 度）が推定できることになる。せん断波が等位相になる部分はせん断波の波面を再現することに相当するので、この方法により、CFI 画像からせん断波の波面を再現できることになる。この方法は、周波数条件（3-3-7 式）が成り立つときに、CFI の推定アルゴリズムが、せん断波の0 度と 180 度の位相を検出するディジタルフィルターになっていることに着目した、せん断波の映像化法である。横軸を初期位相𝜙𝑏、縦軸を振動振幅𝜉0として、以下の条件で、流速推定の数値シミュレーションをおこなった結果をFig.3-3-7 に示す。 [シミュレーション条件] 超音波中心周波数 𝑓0 6.5𝑀𝐻𝑧 超音波伝搬速度 𝑐 _{1500 𝑚 𝑠}⁄ パルス繰り返し周波数 1 𝑑𝑡⁄ 365𝐻𝑧 パルス本数 𝑁 11 加振周波数 𝑓𝑏 91.25𝐻𝑧 Fig.3-3-7 数値シミュレーション結果周波数条件は、理論的には（3-3-7）式であらわされるが、実際には、せん断波の周波数がこの条件に近いときでも、流速の最大値または流速０の部分がCFI 画像上に現れる。そのため、せん断波の周波数が周波数条件に近いときにも、せん断波の波面が再現できる。 𝜙𝑏

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20 3-4 定量的なせん断波画像の構成法周波数条件が成立する時、せん断波の位相0 度および 180 度付近の 2 か所で流速推定値 𝐹𝑉𝑀が最大値または 0 の値を示す。そのため、カラードプラ像のフレームレートによって見えるせん断波の偽りの角周波数を𝜔𝑎𝑙𝑖𝑎𝑠とすると、𝐹𝑉𝑀は角周波数𝜔𝑝 = 2𝜔𝑎𝑙𝑖𝑎𝑠の矩形波となる。ここで、この矩形波の基本波のスペクトラム成分は、フーリエ変換を用いて 𝐹𝐹𝑉𝑀(𝑥, 𝑧, 𝜔𝑝) = ∫ 𝐹𝑉𝑀(𝑥, 𝑧, 𝑡) 𝑇𝐶𝐹𝐼 0 𝑒𝑥𝑝(𝑗𝜔𝑝𝑡)𝑑𝑡 (3-4-1) と表せる。また、その位相スペクトラム成分𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥, 𝑧)は、 𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥, 𝑧) = 𝑎𝑟𝑔 (𝐹𝐹𝑉𝑀(𝑥, 𝑧, 𝜔𝑝)) (3-4-2) zx 平面を伝搬する平面波の波数の x 成分𝑘𝑥とz 成分𝑘𝑧とすると、CFI で観測される波面の位相は、せん断波の位相𝜙の二倍変化するため、𝑥方向の単位長さあたりの超音波照射時間遅れ∆𝑇𝑝を考慮すると、 𝑘𝑥(𝑥, 𝑧) = 1 2 𝜕 𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥,𝑧) 𝜕𝑥 + 𝜔𝑏∆𝑇𝑝 (3-4-3) 𝑘𝑧(𝑥, 𝑧) = 1 2 𝜕 𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥,𝑧) 𝜕𝑧 (3-4-4) また、|𝑘⃗ |は次式で表される。 |𝑘⃗ | = √𝑘𝑥2+ 𝑘𝑧2= 2𝜋 𝜆 = 2𝜋 𝑣𝑏 𝑓𝑏 (3-4-5) よって、せん断波の伝搬速度𝑣𝑏は 𝑣𝑏(𝑥, 𝑧) = 2𝜋𝑓_𝑏 √𝑘𝑥2+𝑘𝑧2 = 2𝜋𝑓𝑏 √(1 2 𝑑 𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥,𝑧) 𝑑𝑥 +𝜔𝑏∆𝑇𝑝) 2₊₍1 2 𝑑𝜃𝐹𝑉𝑀(𝑥,𝑧) 𝑑𝑧 ) 2 (3-4-6)

(22)

21 3-5 CD SWI 法における波数ベクトルフィルタリング反射波により定在波が存在すると、せん断波の位相は空間的に変調されてしまう。せん断波の複素振幅マップを二次元フーリエ変換して空間周波数上のスペクトルを計算し、波数ベクトルフィルタを適用してフーリエ逆変換することで任意の成分を抽出することができる。この方法をCD SWI 法で取得したせん断波位相マップに適用することを考える。前方へ伝搬する入射波と、後方へ伝搬する反射波が観測された一次元について考えると、せん断波の複素振幅𝑆(𝑥)は 𝑆(𝑥) = 𝐴𝐹𝑒𝑥𝑝[𝑗(𝑘𝑝𝑥 + 𝜑𝐹)] + 𝐴𝐵 𝑒𝑥𝑝[𝑗(−𝑘𝑝𝑥 + 𝜑𝐵)] (3-5-1) ただし、𝐴𝐹:入射波の振幅 𝐴𝐵:反射波の振幅 𝜑𝐹:入射波初期位相 𝑘𝑝:せん断波の波数 𝜑𝐵:反射波初期位相である。𝐴𝐵≪ 𝐴𝐹のとき、入射波と𝑆(𝑥)との最大の位相差∆𝜃は ∆𝜃 = 𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛 (𝐴𝐵 𝐴𝐹) (3-5-2) したがって、CFI から得られる複素信号𝑆𝐶𝐹𝐼(𝑥)は振幅情報が失われるので、𝜑𝐹, 𝜑𝐵を無視すると、 𝑆𝐶𝐹𝐼(𝑥) = 𝑒𝑥𝑝[𝑗 𝑎𝑟𝑔(𝑆(𝑥))] = 𝑒𝑥𝑝[𝑗{𝑘𝑝𝑥 + ∆𝜃 𝑠𝑖𝑛(−2𝑘𝑝𝑥)}] (3-5-3) 上式について、フーリエ級数展開すると 𝑆𝐶𝐹𝐼(𝑥) = ∑∞𝑛=−∞𝐽𝑛(∆𝜃)exp(𝑗𝑘𝑝𝑥) 𝑒𝑥𝑝[−2𝑗𝑛𝑘𝑝𝑥] (3-5-4) ここで、𝐽𝑛(𝑥):n 次のベッセル関数である。 𝑘𝑝周りのスペクトラム成分のみを抽出するフィルタを適用することで入射波のせん断波位相マップ𝜃𝐹𝑃𝑊は以下のように導出される。 𝑆𝐶𝐹𝐼′(𝑥) = 𝐽0(∆𝜃)𝑒𝑥𝑝(𝑗𝑘𝑝𝑥) (3-5-5) 𝜃𝐹𝑃𝑊(𝑥) = 𝑎𝑟𝑔(𝑆𝐶𝐹𝐼′(𝑥)) (3-5-6)

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22

第

4 章カラードプラせん断波映像法の実験系と特徴

4-1 実験系の構成発振器の信号を増幅器で増幅し低周波振動を加振器に印加することで、第３章で示した周波数条件を満たした1k[Hz]程度以下の連続的な振動を加える。せん断波を生体内部に伝播させ、超音波プローブはせん断波の伝搬方向と平行になるように当て、生体組織を描画する。このとき、血流の映像化に用いられる超音波カラーフロー画像（CFI）を取得するが、この画像上には第３章で示した特定条件下でせん断波伝播に起因した波状パターンが現れる。この画像をPC 内に画像インターフェースを介して実時間で取り込み、せん断波波面を再現し、各種マップを約２秒ごとに出力する。本研究では超音波映像装置として EUB-8500(日立メディコ)、EUB-7500(日立メディコ)、 HD11XE（Philips）をもちいた。実験系をFig. 4-1-1 に示す。 Fig. 4-1-1 実験系

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23 実験で用いた加振器は積層圧電アクチュエータ（Fig. 4-1-2）、リニア振動アクチュエータ (Fig. 4-1-3)の２種類を用いた。各アクチュエータの特性はTable 4-1-1 のようになる。 Fig. 4-1-4 は積層圧電アクチュエータの変位-直流電圧を表したものである。リニア振動アクチュエータは共振系であるため、振動周波数は共振周波数（約 300[Hz]）付近に限定される。 Table 4-1-1 アクチュエータの特性アクチュエータ動作電圧 [V] 共振周波数 [Hz] 最大振幅 [μm] 積層圧電アクチュエータ 0~150 8k 80.0±15 リニア振動アクチュエータ 5 314 1000 Fig. 4-1-2 積層圧電アクチュエータ AHB800（NECTOKIN） Fig. 4-1-3 リニア振動アクチュエータ Panasonic の電動歯ブラシより摘出

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24

Fig. 4-1-4 積層圧電アクチュエータの変位-直流電圧

加振器のヘッド部分には、アクリル製の半球面状のものと半円柱側面状の（Fig. 4-1-5）を用いた。

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25 4-2 従来法と比較した特徴超音波による生体組織の硬さ評価について、現在以下の手法がとられている。・ストレイン法プローブ押し下げによって生じる組織のひずみを測定する方法。簡便で実時間性に優れるが定量性に劣り、検査者の手技に依存する。・音響放射圧法（ARFI 法）高音圧の超音波で生体内部にせん断波を発生させ、伝搬速度を測定する方法。高フレームレートの高価なエコー装置が必要で、測定ごとにクーリング時間が必要である。・トランジェント法低周波振動加振により発生するせん断波を用いる方法。映像化技術ではない。一方、提案手法の特徴として、以下のものが挙げられる。 ① 汎用の超音波カラードプラ装置（カラーフロー画像 CFI）の流速検出アルゴリズムをせん断波の波面検出に使うために、超音波装置本体の改造を一切必要とせず、超音波映像装置のビデオ出力を画像処理することで、連続的なせん断波を使う組織弾性の映像系が構成できる。汎用の超音波装置に、加振源と画像処理用のPC、専用の画像処理ソフトを付けることで、簡単に定量性の高い組織弾性映像系が構成できる。（組織弾性の映像系が簡便な方法で得られる。単に従来装置のオプションで新規の医療映像法が構築できる） ② 超音波映像装置の流速検出アルゴリズムをせん断波の波面検出に活用しているので、せん断波映像を得るために必要な信号処理能力は一般のPC で十分であり、このため実時間でせん断波の波面が組織中を伝搬していく様子が動画像で観測できる。（実時間で波面の動きが再生される。波面の動きや伝搬方向の乱れから組織の機械的なマクロ構造が観察でき、これから液状変成、組織の癒着など従来の映像系では得にくい情報が得られる） ③ 連続的なせん断波（周波数１ｋHz 程度以下の生体表面からの振動の印加で生体組織中に励起される）を使っているので、超音波の放射圧を使う方法（シーメンス社Virtual Touch 等）に比べて生体への高い安全性を有する。また静圧を生体表面

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26 から印加しそのときの組織ひずみを映像化する方法（日立、エラストグラィ等）に比べて、せん断波を用いた計測により定量性が高い。 ④ 連続的なせん断波を用いるため、反射波により定在波が発生してしまうと速度推定に誤差を生じてしまう。しかし、波数ベクトルフィルタによる反射波の除去や、実時間での波面観測による加振点の選定により、改善できる。

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27

第

5 章ファントムによる提案手法の評価

本章では、寒天ファントムと乳腺模擬ファントムを用いた実験による提案手法の評価について示す。 5-1 寒天ファントムの概要ファントムとしては弾性特性が生体に近く、作りやすいという点からグラファイト粉末を混入した寒天を使用した。寒天ファントム作成法を以下に示す。 ① 水に所定の量の寒天粉末とグラファイト粉末を加えて沸騰するまで加熱。 ② 沸騰したらグラファイト粉末が底に沈殿しないようにかき混ぜながら、約 40[℃]になるまでゆっくり冷却。 ③ 約 40[℃]になったら型に入れて、冷蔵庫で完全に固まるまで冷却。なお、寒天の濃度を変化させることで、ファントム内部の振動伝播速度を変えることができ、濃度が高いほど振動伝搬速度は大きくなる。実験に使用したファントムはグラファイト濃度 1.50wt%で、寒天濃度を 1.00wt%、 1.50wt%、1.75wt%とした 3 種類のものを用いた。

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28 5-2 寒天ファントムによる映像化実験と定量性の評価実験条件および実験方法について以下に示す。 [実験条件] 超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 370[Hz] 加振周波数 276.3[Hz] 計測領域ｘ方向 23[mm] ｙ方向 25[mm] [実験方法] ① 加振器先端に取り付けたアクリル片をファントム表面で振動させ、ファントム内部にせん断波を励起させた。 ② 超音波映像装置につながれた超音波プローブをせん断波伝搬方向と平行に当てた。 ③ カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで波面マップを得た。 Fig. 5-2-1 に寒天ファントム実験の様子を示す。 Fig. 5-2-1 寒天ファントム加振実験

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29

寒天ファントム実験の結果と群馬大学理工学部山越研究室で自作した装置による微小変位計測による測定値との比較を行い、提案手法の評価を行った。

（１）映像法化実験と定量性の評価

寒天濃度1.00wt%、1.50wt%、1.75wt%のファントムについて得られたカラーフロー画像（CFI）をそれぞれ Fig. 5-2-2、Fig. 5-2-3、Fig. 5-2-4 に示す。

Fig. 5-2-2 寒天濃度 1.00%における CFI

Fig. 5-2-3 寒天濃度 1.50%における CFI Fig. 5-2-4 寒天濃度 1.75%における CFI

CFI を用いて得られた位相マップ、伝播方向マップ、伝播速度マップの一例（寒天濃度 1.50wt%）を Fig. 5-2-5 に示す。

-2.3

2.3 [cm]

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30 Fig. 5-3-4 寒天濃度 1.50wt%における位相、伝播方向マップ、伝播速度マップ各濃度の寒天ファントムについて伝播速度の推定を行った結果と微小変位計測による結果とを比較したものをFig. 5-3-5 に示す。 Fig. 5-2-6 CD SWI 法と微小変位計測による測定値比較＊微小変位計測による測定群馬大学理工学部山越研究室で自作した装置での測定結果画像中の各点の微小変位を超音波ドプラ信号から検出し、フーリエ解析を行うことでせん断波の振動成分の振幅と位相を抽出。必要とされる計算量が格段に多く（測定に数分を要する）、実時間の映像化には向かない

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31 Fig. 5-2-6 の伝播速度推定の結果より、CD SWI 法の推定値と微小変位計測による推定値の相対誤差は4%以下であり、ほぼ同様な推定値を示した。（２）波数ベクトルフィルタによる反射波除去評価以下の条件でおこなった測定に対して波数ベクトルフィルタリングにより入射波と反射波に分離し、反射波除去効果の評価をおこなった。 [測定条件] 超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 370[Hz] 加振周波数 276.5[Hz] 測定対象寒天ファントム（寒天濃度1.50wt%）測定結果のカラーフロー像と波数ベクトルフィルタリングを施す前の位相マップをFig. 5-2-7 に示す。 Fig. 5-2-7 カラーフロー画像とフィルタ処理前の位相マップ

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32 次に波数ベクトルフィルタリングにより、入射波と反射波に分離したときの振幅スペクトラムと位相マップをFig. 5-2-8 に示す。なお、この時の入射波の振幅𝐴𝐹と反射波の振幅 𝐴𝐵との比𝐴𝐹/𝐴𝐵は9.71 であった。 Fig. 5-2-8 入射波と反射波の振幅スペクトラムと位相マップフィルタ処理前と入射波のみとの位相マップ、伝搬速度マップの比較をFig. 5-2-9 に示す。また、測定領域内の平均伝搬速度と標準偏差はTable5-2-1 のとおりとなり、定量性が向上したことが確認できる。

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33 Fig. 5-2-9 反射波除去による位相マップと伝搬速度マップ Table 5-2-1 フィルタによる測定領域の平均伝搬速度と標準偏差の比較平均伝搬速度[m/s] 標準偏差[m/s] フィルタ処理前 5.17 1.10 入射波のみ 5.00 0.59

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34 5-3 乳腺模擬ファントムを用いた分解能の評価乳腺模擬ファントムには OST の乳腺エラストグラフィトレーニングファントムを用いた。シストは液状のため、せん断波が伝わらずCFI 上に波面があらわれない。そこで、プローブの位置を動かし、乳腺模擬ファントムのシスト部が映る直径を変えて、CFI でシストの形態が得られるかでCD SWI の分解能を評価した。 [実験条件] 超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 370[Hz] 加振周波数 276.5[Hz] 計測領域ｘ方向 23[mm] ｙ方向 25[mm] [実験方法] ① 加振器先端に取り付けたアクリル片をファントム表面で振動させ、ファントム内部にせん断波を励起させた。 ② 超音波映像装置につながれた超音波プローブをせん断波伝搬方向と平行で、シスト部の直径がそれぞれ6.6mm,4.5mm,2.5mm となるように当て、それぞれの条件についてカラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで波面マップを得た。 Fig. 5-3-1 に実験の様子を、Fig. 5-3-2 にシスト部を映した B モードを示す。 Fig. 5-3-1 乳腺模擬ファントム実験の様子

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35 Fig. 5-3-2 シスト部の B モード画像シスト直径6.6mm,4.5mm,2.5mm として測定をおこなったときに得られた CFI を Fig. 5-3-3 に示す。Fig. 5-5-3-3-5-3-3 より、シスト直径 4.5mm までは波面が抜けており、シストを描出できたが、シスト直径2.5mm ではシストの描出は困難であった。 Fig. 5-3-4 にシスト直径 6.6mm,4.5mm のときの位相マップを示す。 Fig. 5-3-3 各シスト直径における CFI Fig. 5-3-4 シスト直径 6.6mm,4.5mm における位相マップ以上より、加振周波数 276.5Hz で 4.5mm 程度の分解能を有することが確認できた。

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36

第６章整形外科領域への適用

本章の実験においてはIRB の承認を得て、事前に書面で被験者の同意を得たうえで測定をおこなった。 6-1 整形外科領域で求められるもの整形外科領域での医用応用として以下のものが挙げられる。 • 骨格筋の弾性評価による診断 • 筋組織のリハビリテーション効果の判定 • 薬液の有効性評価 • 運動時の筋肉の変化、筋の持続性の評価また、測定部位の工学的特徴としては以下のものが挙げられる。 • 弾性率が比較的一様である • 異方性が大きく、繊維方向とそれと直行する方向で伝搬速度の差は 2 倍以上になることもある（Fig. 6-1-1） Fig. 6-1-1 筋繊維方向とせん断波伝搬速度1 以上のことから、整形外科領域では実時間で定量性を重視した画像技術が求められている。

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37 6-2 僧帽筋での映像化実験実験条件は以下のとおりである。 [実験条件] 超音波映像装置 EUB-8500 （日立メディコ）超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 365[Hz] 加振周波数 276.5[Hz] [実験方法] ① 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させ、筋繊維と平行に超音波プローブを当てた。 ② カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで位相、伝播速度マップ、伝播方向マップを取得し、伝播速度推定を行った。測定箇所の写真をFig. 6-1-2 に示す。 Fig. 6-1-2 測定箇所写真 [実験結果] 実験で得られた測定結果の例としてカラーフロー画像をFig. 6-1-2 に、位相、伝播方向マップ、伝播速度マップをFig. 6-1-3 に示す。

(39)

38

Fig. 6-1-2 僧帽筋カラーフロー画像

Fig. 6-1-3 僧帽筋の位相、伝播方向マップ、伝播速度マップこのとき、僧帽筋の平均伝搬速度は4.22m/s であった。

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39 6-3 僧帽筋での再現性の評価（１）伝播速度測定における領域選択の必要性僧帽筋の測定において、加振位置によってはせん断波の屈折、反射、媒質の異方性等により波面が乱れ、伝搬速度推定値に誤差を生じさせてしまう。加振位置の違いによる波面の変化の様子をFig. 6-3-1 に示す。 Fig. 6-3-1 加振位置による波面の乱れしたがって、波面の乱れた領域を除いて伝搬速度を推定する必要がある。（２）伝播速度推定における領域選択方法以下の Fig. 6-3-2 に示す方法によって、ほぼ一様にせん断波が伝搬している領域を選択する。

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40 Fig. 6-3-2 伝播速度推定における領域選択方法この方法により、波面の乱れた領域の伝搬速度推定を除外する。（３）再現性の評価再現性を評価するために17 人の健常な被験者の僧帽筋において加振実験を行った。同一測定者で測定を、時間をおいて二度おこない、領域選択の有無で再現性の比較をした。実験条件は以下のとおりである。 [実験条件] 超音波映像装置 EUB-7500 （日立メディコ）超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 365[Hz] 加振周波数 275.8[Hz] 波面の乱れが生じた実験例の位相、伝搬速度、伝搬方向マップと領域選択をした伝搬速度マップをFig. 6-3-3 に示す。

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41 Fig. 6-3-3 波面の乱れと領域選択による伝搬速度推定測定結果をFig. 6-3-4 に示す。 Fig. 6-3-4 僧帽筋測定における再現性二度の測定間の相関係数は領域選択なしで0.40、領域選択ありで 0.83 であった。領域選択によって高い再現性を得られた。

(43)

42

第７章乳腺組織への適用

7-1 乳腺診断で求められるもの乳腺診断では、乳がんなどの悪性腫瘍の早期発見が求められており、悪性腫瘍の形態情報を得るための分解能が必要である。乳がんの病期と腫瘍径の関係をTable 7-1-1 に、病期と5 年相対生存率を Fig. 7-1-1 に示す。 Table 7-1-1 UICC TNM 分類 (第 7 版) による病期分類2) Fig. 7-1-1 5 年相対生存率（2003～2007 年診断例）3) Table 7-1-1 と、Fig. 7-1-1 より生存率が高い早期乳がん発見のために必要な分解能は 2cm 程度である。一方、第5 章より CD SWI 法では 4.5mm 程度の分解能を有しているので、本手法は乳腺診断に十分な分解能があるといえる。また、Fig. 7-1-2 より、良性と悪性組織の伝搬速度の差は 10%以上あるので悪性腫瘍部の

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43 映像化が可能である。

Fig. 乳腺診断における定量的組織固さ診断の有効性４)

2) 国立がん研究センターがん対策情報センター資料より作成

3) 全国がん（成人病）センター協議会の生存率共同調査（2016 年 1 月集計）による 4) Wendie A. Berg, MD, PhD, et al.Shear-wave Elastography Improves the Specificity of Breast US: The BE1 Multinational Study of 939 Masses Radiology (2012

Feb;262(2):435-449) 7-2 乳腺での映像化実験本実験においては IRB の承認を得て、事前に書面で被験者の同意を得たうえで測定をおこなった。実験条件は以下のとおりである。 [実験条件] 超音波映像装置 HD11XE （Philips）超音波中心周波数 5.0M[Hz] 加振周波数 296.6[Hz] [実験方法] ① 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させ、超音波プローブを当てた。 ② カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで位相、伝播速度マップ、伝播方向マップを取得し、伝播速度推定を行った。

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44 [実験結果] 測定例として、測定部位のB モード画像、CFI、位相マップ、伝搬速度マップを Fig. 7-2-1 に示す。 Fig. 7-2-1 脂肪層と乳腺における映像化実験 Fig. 7-2-1 より、実際の乳腺においてせん断波を伝搬させられることができ、映像化可能なことが確認できた。また、脂肪層と乳腺でせん断波の伝搬が異なることが確認できた。

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45 7-3 悪性腫瘍模擬寒天ファントムを用いた弾性計測実験以下の条件で加振振幅を変化させながら弾性計測をおこなった。 [実験条件] 超音波映像装置 EUB-8500 （日立メディコ）超音波中心周波数 6.5M[Hz] 超音波パルス繰り返し周波数 370[Hz] 加振周波数 276.5[Hz] 測定対象寒天ファントム正常軟組織模擬部（周囲）：寒天濃度 0.9% (伝搬速度 2.60m/s) 腫瘍組織模擬部（内部球）：寒天濃度1.75% (伝搬速度 6.97m/s) ファントムには組織の癒着度に変化を与えるために腫瘍組織模擬部をコロジオン膜（厚み＜0.1mm）で覆ったもの（癒着度小）と、覆わないもの（癒着度大）の二種類を用い、ファントムの断面写真とB モード画像を Fig. 7-3-1 に示す。 Fig. 7-3-1 腫瘍模擬寒天ファントム断面写真と B モード像

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46 [実験結果] 加振器電圧とそのときに得られた位相マップをFig. 7-3-2 に示す。 Fig. 7-3-2 加振器振幅による位相マップの変化また、腫瘍模擬部と正常組織模擬部の伝搬速度推定結果をFig. 7-3-3 に示す。 Fig.7-3-3 腫瘍模擬部と正常組織模擬部の伝搬速度推定結果

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47

Fig. 7-3-3 より、コロジオン膜の有無で異なる加振振幅による弾性率の非線形性が確認された。これにより、乳がんといった組織の癒着の違いを弾性率の非線形性から評価できると考えられる。

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48

第８章結論

8-1 結論本研究では汎用超音波装置によるカラーフロー画像を用いたカラードプラせん断波映像法（CD SWI 法）により軟組織の伝播速度推定をおこなった。（１）寒天ファントムによる映像化実験と定量性の評価 CD SWI 法と微小変位計測によるせん断波の伝播速度推定値の比較をおこなった結果、相対誤差は 4%以下でありどちらも近い推定値を示していた。よって CD SWI 法による推定値の信頼性は高いと考えられる。また、波数ベクトルフィルタリングによって入射波と反射波の分離をおこなえることを確認した。さらに、入射波のみを抽出することでフィルタを適用する前よりも定量性が向上した。（２）乳腺模擬ファントムを用いた分解能の評価超音波プローブを動かしてシスト部の断面サイズを変えて測定することでCD SWI 法の分解能を評価した。せん断波加振周波数276.5Hz において 4.5mm 程度の分解能を有することを確認した。（３）整形外科領域への適用僧帽筋について測定したところ、加振位置や測定領域によって、せん断波の屈折、反射、媒質の異方性等により波面が乱れ、伝搬速度推定値に誤差を生じさせてしまった。しかし、伝播速度推定において領域選択方法をおこなうことで高い再現性を得られた。（４）乳腺組織への適用 in vivo 映像化実験をおこない、乳腺と脂肪層でせん断波の伝搬が異なる様子を映像化した。また、コロジオン膜により組織の癒着度に変化を与えた腫瘍模擬寒天ファントムで異なる加振振幅による弾性率の非線形性が確認された。これにより、乳がんといった組織の癒着の違いを弾性率の非線形性から評価できると考えられる。

(50)

49 8-2 今後の課題（１）今回、僧帽筋と乳腺について健常者においての実験をおこなったが、今後は肩こりがひどいとされる人や乳がんの被験者等で測定を行い、臨床的意義の検証を行う必要がある。なお、乳腺に対する臨床的意義の検証のために3 月に群馬大学医学部の IRB を取得し、4 月より測定を開始する予定である。（２）せん断波の波の性質（屈折、回折、反射など）や測定面の奥行方向からの伝搬による速度推定値の誤差を生じてしまう。加振点の選定や波数フィルタリング等で改善される場合があるが、さらなる定量性の向上のために、せん断波の波面制御技術の向上や、3 次元化を進めていく。（３）腓腹筋や甲状腺など他の部位においても測定箇所を展開していく。

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50

謝辞

本研究を行うにあたり、終始適切なご指導をいただきました群馬大学大学院理工学府理工学専攻山越芳樹教授に深く感謝申し上げます。また回路設計や測定に日頃から助力を頂いた砂口助教、遠坂俊明客員教授、永井典夫氏、荻野毅技官に深く感謝申し上げます。さらに研究を共にし、測定装置試作、データ解析にご協力いただきました修士１年増子勝郎氏、学部４年山崎真有子氏に感謝申し上げます。最後に山越研究室での３年間にわたる研究でお世話になった方々に感謝いたします。

(52)

51 参考文献

１． Ballyns JJ, et. al. Office-based elastographic technique for quantifying mechanical properties of skeletal muscle. J Ultrasound Med. 2012 Aug;31(8):1209-19

２．国立がん研究センターがん対策情報センター「乳房 Breast C50 」（http://ganjoho.jp/data/reg_stat/cancer_reg/hospital/info/breast201409.pdf）（2016 年2 月現在）

３．全国がん（成人病）センター協議会「全がん協生存率調査」（https://kapweb.chiba-cancer-registry.org）（2016 年 2 月現在）

４．Wendie A. Berg, MD, PhD, et al.Shear-wave Elastography Improves the Specificity of Breast US: The BE1 Multinational Study of 939 Masses Radiology (2012 Feb;262(2):435-449)

5． Bercoff J, Tanter M, Fink M. Supersonic shear imaging: A new technique for soft tissue elasticity mapping. IEEE Trans. UFFC. 2004;51;396-409.

6． Evans DH, Jensen JA, Nielsen MB. Ultrasonic colour Doppler imaging. Interface Focus 2011:doi:10.1098/rsfs.2011.0017.

7. Gao L, Parker KJ; Lerner RM; Levinson SF, Imaging of the elastic properties of tissue—A review. Ultrasound Med. Biol. 1996;22;959–77.

生体組織評価のための実時間せん断波映像法

平成２７年度 修 士 論 文